Réduction des doses de rayons X à travers l'exposition d'adaptation dans l'imagerie radioscopique

Burion, S., Funk, T. X-ray Dose Reduction through Adaptive Exposure in Fluoroscopic Imaging. J. Vis. Exp. (55), e3236, doi:10.3791/3236 (2011).

Rayons X fluoroscopie est largement utilisé pour le guidage d'image lors de l'intervention cardiaque. Toutefois, la dose de rayonnement à ces procédures peuvent être élevés, et cela est une préoccupation importante, en particulier dans les applications pédiatriques. Pédiatrie procédures sont en général beaucoup plus complexe que celles effectuées sur des adultes et sont donc en moyenne quatre à huit fois plus ^1. Par ailleurs, les enfants peuvent subir jusqu'à 10 procédures fluoroscopiques par l'âge de 10 ans, et ont été montrés pour avoir un risque trois fois plus élevé de développer un cancer mortel long de leur vie que la population générale ^2,3.

Nous avons montré que la dose de rayonnement peut être significativement réduit chez les adultes procédures cardiaques en utilisant notre balayage de faisceau de radiographie numérique (SBDX) système ⁴ - un système d'imagerie radioscopique, qui emploie une géométrie de l'image inverse de ^5,6 (figure 1, Film 1 et Figure 2). Au lieu d'un seul point focal et un détecteur étendu utilisé dans les systèmes conventionnels, notre approche utilise une étendue source de rayons X avec de multiples taches focales concentré sur un petit détecteur. Notre source de rayons X est constitué d'un faisceau d'électrons balayant séquentielle illuminant jusqu'à 9.000 postes tache focale. Chaque point focal des projets une petite partie du volume d'imagerie sur le détecteur. Contrairement à un système classique où l'image finale est directement projetée sur le détecteur, le SBDX utilise un algorithme dédié à reconstruire l'image finale du 9000 images détecteur.

Pour les applications pédiatriques, la dose économies avec le système SBDX sont censés être plus petits que dans les procédures d'adulte. Toutefois, le système permet des économies SBDX dose supplémentaire en mettant en œuvre une technique d'exposition électroniques adaptatives. La clé de cette méthode est la technique du faisceau multi-balayage du système SBDX: plutôt que d'exposer chaque partie de l'image avec la dose de rayonnement même, nous pouvons varier dynamiquement l'exposition en fonction de l'opacité de la région exposée. Par conséquent, nous pouvons réduire significativement l'exposition dans les zones radiotransparent et de maintenir l'exposition dans les régions les plus opaques. Dans notre implémentation actuelle, l'exposition adaptative nécessite une interaction utilisateur (figure 3). Toutefois, dans le futur, l'exposition sera adaptative en temps réel et entièrement automatique.

Nous avons réalisé des expériences avec un fantôme anthropomorphique et comparé la dose de rayonnement mesurées avec et sans exposition adaptative utilisant un produit dose-surface (DAP) mètre. Dans l'expérience présentée ici, nous trouvons une réduction des doses de 30%.

1. Configuration du système

1. Mettre en place le fantôme de l'image à l'isocentre (soit 40 cm du collimateur).
2. Mettre en place des compteurs pour mesurer la DAP dose de rayons X en face du collimateur (figure 4).
3. Mettez le système SBDX.
4. Sélectionnez le mode de fonctionnement du système. Nous utilisons actuellement un 7 "champ de vision (FOV) avec une cadence de 15 vps. La tension source de rayons X de pointe est fixée à 80kVp à puissance 9kW source de rayons X.

2. Acquisition de données

1. Démarrer l'acquisition de données de l'ordinateur de contrôle. Pendant l'acquisition des données, images détecteur sont sauvegardés dans la mémoire du système. Les étapes suivantes ont lieu dans le système SBDX:
   1. Le faisceau d'électrons balaye chaque position tache focale de manière séquentielle dans une mode raster (figure 5).
   2. Le faisceau d'électrons frappe la cible de transmission et génère des rayons X (Film 2).
   3. À chaque position tache focale, photons X éclairer le détecteur à l'aide d'un collimateur concentrant, projetant ainsi une petite partie du volume d'imagerie sur le détecteur.
   4. Pour chaque position tache focale, le détecteur crée une image du détecteur, qui est directement stockée dans la mémoire système.
   5. Le mode de fonctionnement sélectionné de 7''15fps fournit 71x71 points focaux. Chaque position tache focale est illuminé pour un total de 8 ms. Le temps d'exposition doit être divisé en tranches 1 ms à cause des limites thermiques de la cible X-ray. Ainsi, le faisceau illumine la cible à chaque position tache focale de 1 ms et se déplace à la position de la tache focale prochaine. A un moment plus tard, chaque tache focale est revisité pour compléter l'exposition de 8 ms. Comme une image détecteur est créé pour chaque tache focale d'illumination, il ya un total de 40 328 images détecteur qui sont acquises et stockées en mémoire dans environ 60 ms.

3. Reconstruction d'image

1. Le SBDX est intrinsèquement un système tomosynthèse, que l'objet est éclairé sous différents angles de la source. Tout plan dans le volume situé entre l'imagerie collimateur et le détecteur peut être reconstruit. Les étapes suivantes illustrent comment les images partielles sont reconstruits dans des plans individuels, ou en une image composite ou en avion sélectionné. Dans les étapes cliniques du système SBDX 03/02 au 03/04 seront effectuées en temps réel.
2. Sélectionnez les paramètres de reconstruction d'image sur le simulateur de reconstruction.
3. Exécuter l'algorithme de reconstruction d'image. Lors de la reconstruction d'image de l'algorithme effectue les étapes suivantes:
   1. Lire chaque image détecteurs individuels.
   2. L'échelle les images détecteur pour correspondre à l'échelle de l'avion à se reconstruire.
   3. Maj les images selon leur emplacement tache focale de source et de les ajouter au plan de reconstruction (Film 3).
   4. Répétez les deux dernières étapes pour chaque emplacement tache focale.
   5. Effectuer le traitement après filtration pour éliminer le motif créé par l'opération de décalage.
   6. A ce point, un plan est reconstruit (figure 6), et l'anatomie de notre objet est visible.
4. Si nécessaire, exécuter l'algorithme pour créer une image plan sélectionné. L'algorithme effectue les étapes suivantes:
   1. Le point 3.2.1 à 3.2.6 sont répétées pour créer les 32 avions besoin pour l'image de plan sélectionné. Les avions ont généralement un espacement de 0,5 mm (Film 4, Figure 7 et Movie 5).
   2. Pour chaque portion de l'image, le plan qui contient l'objet la mise au point est sélectionnée pour faire partie de l'image plane finale choisie (figure 8 et Movie 6).
5. Si nécessaire, repositionner le fantôme de placer au cœur du centre du champ de vue.
6. Exécutez l'étape 2.1 à 3.3 jusqu'à ce que le fantôme est correctement placé à l'intérieur du champ de vision.
7. Notez le produit dose-surface à partir du compteur DAP pour cette image non égalisé.

4. Nouvelle génération de fichier pour le fonctionnement en mode d'exposition adaptative

1. Charger les images détecteur précédemment acquis dans le simulateur de l'exposition adaptative.
2. Sélectionnez les paramètres d'exposition algorithme adaptatif.
3. Exécuter le simulateur d'exposition adaptative. Le simulateur effectue les étapes suivantes:
   1. Le nombre cible de photons par image détecteur est déterminée en fonction du seuil sélectionnée par l'utilisateur.
   2. Pour chaque position tache focale, le nombre de photons dans le détecteur de l'image est déterminée. Les images de détection de cette position tache focale sont accumulés jusqu'à ce que soit le nombre cible de photons ou de la durée maximale de huit réanalyse est atteint (figure 9).
   3. En conséquence, nous obtenons une carte rescan détaillant combien de fois chaque position de la tache focale est illuminé (figure 10).
   4. La carte est rescan fusionné avec le fichier mode de fonctionnement qui est utilisé pour faire fonctionner le système SBDX.

5. L'acquisition des images Equalized

1. Chargez le fichier mis à jour le fonctionnement dans le mode deSystème de SBDX.
2. Démarrer l'acquisition de données de l'ordinateur de contrôle. L'acquisition des données est réalisée comme détaillé au point 2.1.1 à 2.1.5. Contrairement à la précédente acquisition, le faisceau de rayons X est activé ou désactivé sur les positions tache focale en fonction de notre carte rescan. Comme le nombre total d'illuminations est moindre que dans l'acquisition de Standard, la dose de rayons X est réduite.
3. Notez le produit dose-surface mesurée par le compteur DAP.
4. Exécuter l'algorithme de reconstruction d'image sur les données nouvellement acquises égalisé que détaillées au paragraphe 3.2 à 3.4.
5. L'image reconstruite égalisé (figure 11) est affiché.

6. L'analyse des données

1. Comparez la dose mesurée pour les images non égalisé et les images égalisé.
2. Observez la différence entre les images et non égalisé égalisé reconstruit.

7. Les résultats représentatifs:

Figure 8 et Figure 11 montrent la comparaison entre une image standard et une image égalisée. Mesures de dose avec le compteur DAP démontrent une économie de dose de 30% dans l'image égalisée en utilisant le masque rescan illustré dans la figure 10.

En outre, la péréquation est un moyen très efficace pour compresser la plage dynamique, donnant un aspect plus agréable de l'image sans le besoin de post-traitement.

Comme le montre, la filtration d'égalisation peut être utilisé pour sauver la dose. Toutefois, la péréquation peut aussi être utilisé pour améliorer la qualité de l'image en comparant la dose de rayonnement à l'image non égalisé en augmentant la puissance de la source. De cette façon, les régions sombres de l'image de recevoir plus de photons, résultant en un bruit d'image réduit.

Figure 1. Système de radioscopie conventionnelle. Un système classique a une seule tache focale source de rayons X et un détecteur de grande surface. Le patient est placé à proximité du détecteur.

Figure 2. Système de SBDX. Le système opère en géométrie SBDX inverse. Une grande poutre rayons X de la source d'un détecteur illumine petite zone. Le patient est placé loin du détecteur.

Figure 3. Organigramme de l'acquisition de données. 1) Une image non égalisé du fantôme est acquise. 2) Les données sont extraites de la matrice de disques. 3) L'algorithme d'exposition adaptative prend ces données comme entrée pour créer une exposition ou un masque rescan. 4) Le masque de réanalyser est combiné avec le mode de fonctionnement original dans l'ordinateur de contrôle de source. 5) Une image égalisé de la même fantôme est acquise et stockée dans la matrice de disques. 6) Les ensembles non égalisé et égalisé les données sont extraites de la matrice de disques, et le logiciel de reconstruction d'image reconstitue les différents plans de chaque ensemble de données. 7) Les deux images sont la sortie du logiciel de reconstruction. 8) Les deux images sont affichées.

Figure 4. Configuration du système. Le fantôme est placé sur la table du patient à l'isocentre entre la source de rayons X et le détecteur. Un compteur produit dose surface est placé entre source de rayons X et de fantômes.

Figure 5. Source de rayons X. Un faisceau d'électrons est généré par le canon à électrons et scanne chaque trou du collimateur de façon matricielle. A partir d'un seul côté du collimateur, le faisceau balaie chaque trou de manière séquentielle. A la fin de la rangée, le faisceau est coupé et placé au début de la rangée suivante, et le scan est lancé pour cette ligne. De cette façon, le faisceau d'électrons balaye l'ensemble du collimateur, 71 trous par 71 sont scannés à huit reprises dans environ 60 ms.

Figure 6. Standard image reconstruite. Image reconstruite de notre fantôme anthropomorphique affichant le cœur avec artères coronaires iodés. L'image a été prise à 7''FOV et 15fps, et un seul plan à 45 cm de la cible aux rayons X a été reconstruit.

Figure 7. Multi-avion de la reconstruction. Représentation des différents plans reconstruite entre le collimateur et le détecteur. Les cônes bleus illustrent comment les images détecteur sont backprojected dans les plans de reconstruction.

Figure 8. Avion image sélectionnée. Cette image est une composition de 32 avions. Contrairement à la figure 6, où seuls les bateaux sur la Selecteplan D sont en discussion, chaque bateau est au point.

Figure 9. Étapes de filtration de péréquation. Comme le collimateur est scanné (en haut), le détecteur reçoit un taux de comptage varie en fonction de l'opacité de l'objet (en bas). Chaque trou est scanné collimateur jusqu'à huit fois (huit réanalyse). Sur le premier rescan, l'taches focales sont éclairés de façon séquentielle le long de la rangée, en commençant par la gauche, et le flux est mesuré pour chaque trou. Sur le prochain rescan, l'éclairage est répété en commençant au début de la rangée. Pour chaque foyer, les chiffres sont ajoutés à la valeur précédente. Si le nombre total de coups dépasse un seuil préalablement fixé, ce trou ne sera pas éclairé sur les points suivants rescan. Dans l'implémentation actuelle de ce processus est effectué hors ligne et conduit à la création d'un masque de réanalyser que par la suite seront utilisées pour acquérir une image égalisée.

Figure 10. Rescan carte générée par l'algorithme de filtrage d'égalisation. Chaque pixel de cette image représente un point focal du collimateur. L'image est donc pixels 71x71. Le niveau de gris de chaque pixel représente le nombre de réanalyser pour cette tache focale, à partir de zéro (noir) à huit (blanc). Nous observons que sur la partie droite de l'image, le nombre de réanalyser est très faible. En conséquence, chacun de ces points focaux seront illuminés qu'une ou deux fois. Cette région correspond à la surface du champ de nos poumons image reconstruite (Figure 6), où l'image est presque saturé en raison de la faible absorption des rayons X de cette région.

Figure 11. Avion image sélectionnée égalisé. Cette image est la sortie de l'algorithme de reconstruction après une exposition adaptative. Cette image a été acquise avec le même mode de fonctionnement de 7 "15fps comme le standard de l'image (figure 8), mais avec une exposition adaptative permis basée sur le masque de balayage de la figure 10. L'image est plus uniforme en termes d'intensité, et par conséquent les vaisseaux apparaître à un contraste plus élevé, en particulier dans les zones sombres. Sur le côté droit de l'image, il n'ya plus de saturation dans le domaine du poumon.

Film 1. Animation du système de SBDX. Le système opère en géométrie SBDX inverse. Une grande poutre rayons X de la source d'un détecteur illumine petite zone. Le patient est placé loin du détecteur. Cliquez ici pour voir le film.

Movie 2. Production de rayons X. A chaque tache focale, le faisceau d'électrons frappe la cible de tungstène et les rayons X sont générés. Le collimateur concentre le faisceau de rayons X vers le détecteur. Cliquez ici pour voir le film.

Movie 3. Animation de reconstruction d'image. Cette animation représente le processus de reconstruction de l'image finale en utilisant les images du détecteur. Pour chaque point focal du collimateur (en bas à gauche), l'image du détecteur correspondant (en haut à gauche) est projeté sur le plan de reconstruire (à droite). Dans cette animation, nous représentons trois plans qui sont reconstruits à différentes distances de la source de rayons X. Cliquez ici pour voir le film.

Film 4. Sélection du plan. Le système SBDX est un système d'imagerie tomosynthèse. L'avion doit être reconstruite et visualisée peut être sélectionné par l'utilisateur. Cliquez ici pour voir le film.

Film 5. Multi-avion animation. Cette vidéo montre les différents plans reconstruite à augmenter la distance du collimateur. Notamment, les artères coronaires iodés entrer et sortir du point en fonction de leur emplacement physique. Cliquez ici pour voir le film.

Film 6. Plan 3D sélectionnés animation. Visualisation 3D des avions reconstruite focale. Plans focaux sont décalées de plus avec la profondeur. Cliquez ici pour voir le film.

Nous démontrons que la dose économies sont possibles en utilisant la technique de péréquation. Dans ce papier nous ne montrons comment notre technique est appliquée, sans discuter des implications pour la qualité d'image. Cependant, il est important de noter que notre objectif est de maintenir un signal cible par rapport au bruit dans les images égalisé. L'hypothèse sous-jacente est que chez les non-égalisé images, le rapport signal sur bruit est fortement non-uniforme. En particulier, les zones claires comme le champ pulmonaire présentent supérieur rapports signal sur bruit que nécessaire pour accomplir la tâche de diagnostic. La péréquation permet de réduire le rapport signal-bruit dans ces domaines et de maintenir rapports signal sur bruit dans les régions sombres de l'image. Nous sommes actuellement des études de mesure du bruit pour valider notre approche. Les résultats préliminaires montrent que les économies dose de l'ordre de 30% sont réalisables au signal équivalent au bruit dans les régions sombres de l'image ^{7, 8.}

Le potentiel de filtration d'égalisation a été reconnu dans la littérature scientifique depuis de nombreuses années. Implémentations Toutefois, jusqu'ici, tous publiés impliqués volets mécaniques ou des filtres, entraver de manière significative l'utilité de cette approche ^9,10. Ici nous démontrons que la péréquation ne peut être fondée sur une approche entièrement électronique, de surmonter les problèmes avec les implémentations mécanique.

Dans le système clinique SBDX, la plupart des étapes présentées ici seront mis en œuvre dans le matériel et sera effectuée en temps réel pendant l'acquisition des données. L'algorithme d'égalisation se déroulera en temps réel, et l'image affichée sera égalisé par défaut. L'algorithme va adapter dynamiquement ses paramètres en fonction du sujet étant imagé, le mouvement du sujet et la position changeante portique. Nous continuons d'améliorer notre algorithme, et le développement de notre méthode sera nécessaire afin de faciliter la mise en œuvre en temps réel.

Les auteurs sont des employés de Technologies triple anneau qui produisent de l'instrument utilisé dans cet article.

Les auteurs tiennent à remercier Anne Sandman, Keith Nishihara, et Brian Wilfley de Technologies Anneau triple pour leur contribution à ce projet. Ce travail est financé par le NIH Grant 5RC1HL100436 Défi-0.

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